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ENSPS (ISPV) Ultrasons et Echographie. (Professeur Constantinesco) -----------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------
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BIOPHYSIQUE des ULTRASONS et ECHOGRAPHIE
ENSPS
ISPV
--------------
Professeur André Constantinesco
Service de Biophysique & Médecine Nucléaire
CHU Hautepierre Strasbourg
--------------
ENSPS (ISPV) Ultrasons et Echographie. (Professeur Constantinesco) -----------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------
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CHAPITRE I : Eléments de physique acoustique
1) Les ondes ultrasonores
a) Types d'ondes et modes de propagation
Dans les tissus biologiques mous qui contiennent beaucoup d'eau, l'energie ultrasonore se
propage essentiellement au moyen d'ondes longitudinales (vibrations parallèles à la direction de
propagation), alors que les tissus solides moins riches en eau comme l'os transmettent surtout des
ondes transversales (vibrations perpendiculaires à la direction de propagation). L'échographie étant
fondée surtout sur la propagation et la réflexion des ondes ultrasonores dans les tissus mous de
l'organisme, nous nous intéresserons, dans la suite, uniquement aux ondes longitudinales.
Les ondes ultrasonore longitudinales sont produites par l'alternance de dilatations et de
compressions successives des particules d'un milieu matériel (comme illustré ci dessous) dans la
direction de propagation. Les ondes ultrasonores sont des ondes mécaniques qui nécéssitent un
milieu matériel pour se propager, contrairement aux ondes éléctromagnétiques (lumière, rayonsX,
etc..) capables de se déplacer dans le vide. Par conséquent les propriétés mécaniques des milieux
propageant les ultrasons vont conditionner les caractéristiques physiques de l'onde proprement dite.
L'onde ultrasonore est caractérisée par sa vitesse de propagation V (ou célérité) et par sa longueur
d'onde (que l'on note ).
compression dilatation compression
pression max
pression min
mouvement oscillatoire des molécules
direction de propagation de l'énergie
direction de propagation de l'onde
molécules
Exemple d'onde ultrasonore longitudinale (en haut mise en évidence des zones de
compression et de dilatation, en bas représentation du mouvement moléculaire oscillatoire local)
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b) La vitesse de propagation de l'onde ultrasonore
La vitesse de propagation V de l'onde dépend étroitement de la nature plus ou moins
élastiquedu milieu, caractérisée par l'élasticité E (que l'on appelle aussi module d'élasticité) et de la
densité du milieu traversé. En effet, chaque particule rencontrée par l'onde se comporte comme un
oscillateur microscopique et se met en vibration; cette vibration se transmet de proche en proche
aux autres particules du milieu. L'amplitude de vibration du mouvement oscillatoire local des
particules dépend alors évidemment des qualités élastiques et de la densité du milieu (comme
l'oscillation d'une masse suspendue à un ressort élastique). Il faut cependant bien saisir que c'est
l'énergie de ce mouvement oscillatoire qui se transmet de proche en proche mais qu'il n'y a pas de
déplacement de matière dans le sens de la propagation de l'onde. Pour illustrer ceci on peut penser à
l'effet produit par le jet d'une pierre dans de l'eau au repos. Les ondes produites se propagent bien,
en vagues successives, à partir du point source mais on remarque qu'un bouchon placé à la surface
de l'eau oscille sur place. L'équation qui relie la célérité, la densité et l'élasticité s'écrit:
V = E/
Le tableau ci dessous donne plusieurs valeurs de la célérité des ondes ultrasonores dans les
tissus biologiques:
TISSU CELERITE en m/s
-------------------------------------------------------------------------
air 343
poumon 650-1160
graisse 1410-1470
eau (20°C-37°C) 1482-1523
liquide amniotique 1510
cerveau 1520-1541
muscle 1545-1631
rate 1555-1580
rein 1562
sang 1570
os 2100-4080
c) La longueur d'onde et la période T
La longueur d'onde l correspond à la distance séparant deux points du milieu dans le même
état vibratoire, elle traduit la périodicité dans l'espace de l'onde ultrasonore en supposant que la
source (ou origine) de l'onde est périodique dans le temps, et caractérisée alors par sa période T. Il
existe bien sur une expression qui relie ces trois grandeurs: l = V x T. Pour simplifier on a coutume
de choisir un mouvement sinusoïdal (ou mouvement vibratoire harmonique simple) comme source,
ou origine, de l'onde. Dans ce cas l'équation du mouvement local des particules s'écrit : y =
ao.sin( .t), où y représente l'élongation, ao l'amplitude maximale de l'élongation, la pulsation et
t le temps.
d) La fréquence de l'onde
La fréquence de l'onde, (mesurée en Hertz: symbole Hz), est le nombre d'oscillations par
secondes, elle correspond à l'inverse de la période T, ( = 1/T). Enfin la fréquence de l'onde est
directement reliée à sa pulsation par la relation : = 2 . .
Les fréquences sont un moyen simple de classement des ondes sonores en général.
Les infrasons: fréquences en dessous de la gamme audible (0 à 20 Hz)
Les sons audibles: de 20 Hz à 20 kHz (1 kHz = 1000 Hz)
Les ultrasons: de 20 kHz à 1 GHz (1GHz = 1000 millions de Hz)
Les hypersons: fréquences supérieures à 1 GHz
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Les ultrasons utilisés en échographie ont une fréquence variant de 1 à 10 MHz, (1 MHz = 1000
kHz)
Quelques valeurs de longueurs d'onde sont données ci dessous pour différentes fréquences:
2 MHz, = 0,77 mm
5 MHz, = 0,31 mm
10 MHZ, = 0,15 mm
La résolution est la plus petite distance séparable par un instrument. Lorsque l'on emploie les
ultrasons la résolution intrinsèque (c'est à dire la longueur d'onde elle même), est meilleure pour les
fréquences élévées, mais il existe alors une plus grande atténuation des ultrasons dans le milieu
entrainent un pouvoir de pénétration plus faible. Par ailleurs, pour une fréquence donnée, la longeur
d'onde correspondante constitue la limite théorique de la résolution. Les échographes n'étant pas
parfaits la résolution effective sera plus faible que cette limite.
e) L'impédance acoustique Z
L'impédance acoustique (ou caractéristique) Z d'un milieu est le produit de sa densité par la
célérité de l'onde ultrasonore: Z = x V ,elle s'exprime en kg/m /sec. L'impédance représente la
résistance d'un milieu à la pénétration de l'onde ultrasonore. Elle est plus élevée pour les solides
comme le tissu osseux et plus faible pour les liquides et les gaz. Quelques valeurs de Z sont
données ci dessous:
MILIEU IMPEDANCE Z (10E6 kg/m /sec)
air 0,0004
eau à 20°c 1,48
sang 1,61
rein/rate 1,62
foie 1,63 - 1,67
muscle 1,67 - 1,76
os 3,65 - 7,09
2) Les intéractions des ondes ultrasonores avec la matière
a) Devenir des ultrasons à l'interface acoustique entre deux milieux
Lorsqu'une onde ultrasonore rencontre une interface séparant deux milieux d'impédances
acoustiques différentes elle peut être partiellement transmise, réfléchie, réfractée ou diffusée. Ces
phénomènes se partagent en plusieurs combinaisons en fonction d'une série de facteurs:
- La différence des impédances acoustiques des deux milieux
- L'orientation (ou angle d'incidence) des ultrasons par rapport au plan de l'interface
- La nature de la surface de l'interface : lisse ou rugueuse
- La distance entre la source des ultrasons et l'interface
- La fréquence des ultrasons
b) Transmission et réflexion
Lorsqu'un ultrason rencontre perpendiculairement une interface séparant deux milieux
d'impédances acoustiques différentes Z1 et Z2, une partie de l'énergie ultrasonore est réfléchie. La
fraction de l'énergie réfléchie, c'est à dire l'amplitude de l'écho, augmente en fonction de la
différence (Z2 - Z1) des impédances. Cependant si Z1 = Z2, iln'y a pas d'onde réfléchie et par
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conséquent pas d'écho. Le coefficient de réflexion R qui donne le rapport des amplitudes de l'onde
incidente et de l'onde réfléchie est donné par la relation: R = (Z2 - Z1)/(Z2 + Z1).
onde incidente
onde transmise
onde réfléchie
Z1
Z2
Exemple d'ondes incidente, réfléchie et transmise
perpendiculaires à l'interface acoustique Z1 - Z2
Envisageons quelques conséquences pratiques:
Pour le foie et le rein, par exemple, les impédances sont très proches l'une de l'autre, par
conséquent l'amplitude de l'écho réfléchi à cet interface est de l'ordre de 6% de l'énergie incidente,
et si l'écho doit retraverser le foie, son amplitude diminuera encore jusqu'à la sonde contribuant
ainsi à un faible signal. Par contre 50% de l'énergie est réfléchie à l'interface poumon - autre tissu
mou et 40% à l'interface entre l'os et les tissus mous donnant lieu à des échos de grande amplitude.
Enfin à l'interface air - tissus biologiques, environ 99% de l'énergie est réfléchie. Ceci explique la
nécéssité d'un couplage ultrasonore (on utilise un gel dont l'impédance est aussi proche que possible
de celle des tissus mous) entre la sonde et la peau afin que les ultrasons puissent pénétrer dans les
tissus.
c) Réflexion et réfraction
Lorsque l'onde ultrasonore fait un angle d'incidence avec la perpendiculaire à l'interface entre
deux milieux d'impédances Z1 et Z2, ce sont des lois analogues à celles de l'optique (lois de
Descartes) qui sont vérifiées. On observera, dans le milieu Z1, une onde réfléchie dont l'angle de
reflexion est identique à l'angle d'incidence ainsi qu'une onde refractée qui sera propagée (ou
transmise) dans le milieu d'impédance Z2. L'angle de réfraction, que fait l'onde réfractée avec la
verticale, dépend de l'impédance Z2 (c'est à dire de la célérité V2). Si V2>V1 alors l'angle de
réfraction est supérieur à l'angle d'incidence et réciproquement si V2<V1. Si V2>>V1 l'angle de
réfraction peut atteindre 90° (angle critique) et toute l'énergie est perdue, dans ce cas la visualisation
échographique de certaines structures est impossible. Dans certains cas l'interface entre deux
structures est courbe et l'on observe soit une focalisation (convergence de deux faisceaux) soit une
divergence.
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Z1 Z1 Z1
Z2 Z2 Z2
V1 < V2 V1 > V2 V1 << V2
angle critique
onde réfractée onde réfractée
onde réfractée
onde incidente onde incidente
onde incidente
Exemples d'angles de réfraction en fonction des impédances (donc des célérités)
Z1 Z1
Z2 Z2
ondes incidentes ondes incidentes
ondes réfléchies ondes réfléchies
Z1 > Z2 Z1 < Z2
ondes réfractées
ondes réfractées
Exemples de convergence (Z1>Z2) et de divergence (Z1<Z2) des ondes réfractées dans le
cas d'une interface courbe, représentée ici par le cercle Z2.
d) La diffusion
Lors de la traversée d'un organe le faisceau ultrasonore subira de multiples réflexions dans
plusieurs directions plus ou moins aléatoires. Ce phénomène s' appelle la diffusion.Les
caractéristiques de la diffusion dépendent de la dimension "d" des structures internes des tissus
biologiques par rapport à la longueur d'onde (lambda) de l'onde ultrasonore.
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d << lambda d = lambda d >> lambda
diffusion omnidirectionnelle diffusion avant-arrière diffusion directionnelle arrière
direction des ultra sons
Exemples de diagrammes de diffusion en fonction de la dimension "d" des structures internes
des organes devant la longueur d'onde (lambda).
La position de la sonde n'a que peu d'influence sur le rayonnement ultrasonore
diffusé dans les cas où les dimensions des structures sont inférieures ou égales à la longueur d'onde,
car le diffusé est relativement pluridirectionnel. Par contre si les structures internes rencontrées sont
de grandes dimensions devant la longueur d'onde, elles entraîneront un rayonnement diffusé très
directionnel qui surchargera l'écho. Par conséquent pour observer la structure échographique interne
d'un organe il n'y a pas de précaution particulières à prendre avec l'orientation de la sonde, mais si
l'on souhaite suivre le "contour" d'un organe il faudra orienter la sonde perpendiculairement à cette
surface. Plus la fréquence augmente (c'est à dire plus la longueur d'onde diminue), plus le
rayonnement diffusé augmente ce qui est particulièrement net lorsque l'on observe des petites
structures comme les globules rouges. Cependant comme chaque organe possède sa propre
architecture interne, le rayonnement diffusé émis est caractéristique de cette structure, ce qui permet
la différenciation de deux organes adjacents.
3) Absorption et atténuation des ondes ultrasonores dans la matière
L'absorption des ondes ultrasonores dans la matière est un processus complexe que l'on peut
définir comme une conversion de l'énergie acoustique en chaleur. Le processus de dégradation de
l'énergie ultrasonore le mieux connu est celui des frottements visqueux des couches de fluides,
traversées par l'onde, capables de dégager de la chaleur.
L'atténuation est la réduction progressive de l'énergie ultrasonore en fonction de la distance
parcourue dans la matière, ce qui correspond à la diminution de l'amplitude des échos en particulier
ceux qui proviennent des structures les plus profondes dans les tissus vivants. Il existe deux
mécanismes responsables de l'atténuation:
i) l'énergie est réduite par une "réorientation" des ondes par reflexion, réfraction et diffusion
ii) l'énergie est réduite par absorption (conversion en chaleur)
En échographie on mesure effectivement la réduction d'amplitude (ou d'intensité) de l'onde
ultrasonore comme conséquence de l'atténuation. L'intensité I de l'onde est donnée par la formule
suivante: I = P / V; où P représente l'amplitude de la pression acoustique (voir plus haut ce que
l'on a défini pour l'onde en termes de compression et dilatation). L'intensité I ne doit pas être
confondue avec la puissance acoustique. L'intensité de l'onde est exprimée en milliwatts/cm
(mW/cm ), alors que la puissance acoustique est exprimée en watts (W) et correspond à une énergie
par unité de temps (ici la seconde).
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REMARQUE: Afin d'éviter les risques d'altérations des tissus biologiques, l'intensité
ultrasonore appliquée ne doit pas dépasser 100 mW/cm . La gamme des valeurs usuelles d'intensité
utilisées en échographie est comprise entre 10 W/cm et 10mW/cm .
L'atténuation du faisceau ultrasonore dans la matière est exponentielle, cela veut dire que
l'intensité I diminue davantage dans les couches superficielles des tissus que dans les couches les
plus profondes. La loi générale de l'atténuation ultrasonore s'écrit: I(x) = I0exp(-2ax), avec I0
l'intensité incidente, a le coefficient d'atténuation et x la distance parcourue dans les tissus.
intensité (W/cm?)
distance (cm)
100
0 4
I(x) = I0exp(-2ax)
courbe d'atténuation exponentielle
L'atténuation dépend aussi de la fréquence de l'onde. Bien que cette loi de dépendance ne soit
pas simple on peut en première approximation considérer qu'elle est linéaire pour les tissus
biologiques mous. Dans ce cas l'atténuation sera en moyenne: 0,9 dB/cm/MHz, (dB : décibel). En
fait elle varie de 0,3 à 1,5 dB/cm/MHz. On retiendra aussi que les structures osseuses ont une
atténuation plus élevée qui peut atteindre 10 dB/cm/MHz.
eautissus mous
os
0 1 2 3 4 5 MHz 0,1 1 10 100 MHz
dB/cm/MHz dB/cm/MHz
30
60
1
10
Exemples de variations de l'atténuation exprimée en dB par cm et par MHz pour différents
tissus
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CHAPITRE II : Définition et propriétés des transducteurs ultrasonores
1) Définition
Le transducteur ultrasonore est un dispositif capable de transformer de l'énergie éléctrique en
énergie ultrasonore et réciproquement. Le mécanisme du fonctionnement d'une sonde à ultrasons est
basé sur l'effet physique que l'on appelle piézoéléctricité.
2) L'effet piézoéléctrique
Certains cristaux comme le quartz ou la tourmaline, développent naturellement des charges
éléctriques sur leurs faces lorsqu'elles sont soumises à une variation de pression mécanique. L'effet
est réciproque, c'est à dire que si l'on applique, par l'intermédiaire d'éléctrodes, une variation de
potentiel (donc de charges éléctriques) sur deux faces opposées d'un tel cristal, son épaisseur variera
dans un sens ou dans l'autre (augmentation ou diminution) suivant la polarité du potentiel appliqué.
A son tour cette variation d'épaisseur agira sur le milieu environnant (liquidien par exemple)
comme la vibration d'un piston. La fréquence de vibration du cristal sera pilotée par la fréquence de
la variation alternative de la différence de potentiel appliquée. Si cette fréquence est élevée (de
l'ordre du MHz) on pourra alors produire un ultrason. Réciproquement lorsque l'ultrason réfléchi
par un obstacle sera reçu par la sonde, la variation de pression acoustique subie par le cristal piézo
éléctrique sera transformée en variation alternative de potentiel éléctrique susceptible alors d'être
mesurée et enregistrée au niveau des éléctrodes (c'est ce que l'on appelle l'enregistrement de l'écho
ultrasonore).
zéro volts variation de potentiel circuit ouvert circuit fermé = pression
pressionpression pression pression
éléctrodescristal
(a) (b) (c) (d) L'effet piézoéléctrique: (a) le cristal est au repos et il n'y a pas de tension aux bornes des
éléctrodes; (b) on exerce une compression qui entraîne une différence de potentiel; (c) le cristal qui
n'est soumis à aucune différence de potentiel est au repos; (d) le cristal est soumis à une différence
de potentiel et développe une pression en se déformant
Un autre groupe de matériaux céramiques (les cristaux férroéléctriques) possèdent aussi des
propriétés piézoéléctriques. Parmi ceux çi le PZT ( un zirconate de titane) présente le meilleur
rendement éléctro-mécanique aux fréquences ultrasonores du domaine biomédical. Le PZT est par
ailleurs insensible à l'humidité et il peut être façonné suivant les types de sondes souhaitées.
Cependant, il ne peut être porté à plus de 300° C ce qui le rend inapte à une stérilisation par la
chaleur. Certains polymères comme le fluoride de polyvinylidène possèdent des propriétés
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piézoéléctriques mais leur rendement est inférieur à celui des céramiques. Par contre ces polymères
ont une impédance acoustique proche de celle des tissus vivants et ne nécéssiterait pas de couche
d'adaptation vis à vis de la peau.
3) Les modes de fonctionnement des transducteurs ultrasonores
Il existe deux modes de fonctionnement:
-en onde continue: dans ce cas la différence de potentiel alternative est appliquée en continu
pendant l'émission, mais cela implique alors un deuxième cristal fonctionnant en récéption. Les
deux éléments de la sonde sont montés, dans ce cas, dans le même boitier.
-en mode pulsé: La tension alternative est appliquée au cristal en impulsions de courtes
durées. Par conséquent le même cristal peut émettre et recevoir les échos pendant les intervalles
séparant les impulsions. Dans ce cas, plusieurs paramètres caractéristiques de l'émission sont
définis:
1) la durée de l'impulsion: de l'ordre de 1 s
2) la période de répétition des impulsions: elle correspond à la durée d'un cycle complet
(durée de l'impulsion + durée de l'intervalle), la période de répétition est de l'ordre de 1 ms
3) la fréquence de répétition: c'est l'inverse de la période de répétition, en moyenne 1KHz
(1000 cycles par seconde)
4) le facteur de cycle: c'est le rapport entre la durée de l'impulsion et la période de répétition:
en moyenne 0,001
impulsion temps
durée del'impulsion
période de répétition
REMARQUE: la puissance acoustique est proportionnelle à la durée pendant laquelle la
différence de potentiel alternative est appliquée au transducteur. Lorsque l'on considère le mode
d'émission pulsé, la puissance est proportionnelle à la durée de l'impulsion. Il est préférable de
parler de puissance moyenne, correspondant alors à la moyenne de la puissance émise sur une
période de répétition. On aura alors:
Puissance moyenne = (Puissance maximale) x (facteur de cycle)
Supposons, à titre d'exemple, que la puissance maximale émise par le transducteur soit 15 W
et que le facteur de cycle soit 0,0005, la puissance moyenne émise est alors 7,5 mW.
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4) Bande passante d'un transducteur ultrasonore
Comme tout autre élément mécanique, le transducteur possède de par ses caractéristiques
mécaniques (dimensions, densité, coéfficient d'élasticité) une fréquence de résonance propre
(penser ici à la résonance propre d'une corde de guitare par exemple). On constate cependant
expérimentalement que l'oscillation propre n'est en fait jamais unique, mais qu'il s'agit d'une famille
de fréquences centrée sur une fréquence appelée centrale, comme l'illustre la figure suivante. Cette
famille porte le nom de spectre de fréquences et sa bande passante caractérise la largeur de la
distribution des fréquences de résonance autour de la fréquence centrale.
fréquence
amplitude de vibration
fréquence centrale
50%
f1 f2 La bande passante du transducteur est égale à (f2 - f1)
La conversion de l'énergie éléctrique en énergie mécanique est maximale pour la fréquence
centrale
On comprend dès lors qu'il est nécéssaire d'utiliser une tension alternative dont la fréquence
coïncide avec la fréquence centrale du cristal piézoéléctrique pour que le rendement éléctro-
mécanique de la sonde soit optimal, la fréquence ultrasonore émise correspond alors à la fréquence
de la tension alternative d'alimentation.
Il a été démontré que l'épaisseur d'un élémént piezoéléctrique est égale à la moitié de la
longueur d'onde de sa fréquence centrale. Par conséquent les cristaux les plus épais ont une
fréquence plus basse que celle des cristaux plus fins. A titre d'exemple la fréquence centrale d' un
transducteur PZT de 1 mm d'épaisseur est de 2 MHz alors que le même cristal verra sa fréquence
monter à 4 MHz si son épaisseur devient 0,5 mm.
large bande bande moyenne bande étroite
rendement moyen haut rendement mauvais rendement
amplitude amplitude amplitude
fréquence fréquence fréquence
(a) (b) (c)
(a,b,c) représentent trois exemples de bandes passantes de sondes de qualités différentes
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5) L'anatomie des sondes ultrasonores
La sonde à un élément: les principaux éléments constitutifs d'une monosonde sont détaillés
sur la figure ci dessous. Un cylindre métallique contient à une extrémité le cristal piézo éléctrique
découpé en forme de disque, (dont l'épaisseur est de l'ordre de 1 mm), sur les faces duquel se
trouvent les éléctrodes (épaisseur 0,01 mm). A l'autre extrémité du cylindre on retrouve le cable
d'alimantation des éléctrodes (impulsion d'émission) et de retour du signal éléctrique correspondant
à l'écho enregistré. L'éléctrode qui se trouve sur la face avant de la sonde est à la masse afin d'éviter
tout risque éléctrique pour le patient. En arrière du cristal on dispose un matériau amortisseur
(résine epoxy au plomb) afin d'amortir au mieux les oscillations libres du cristal qui peuvent se
poursuivre quelques fractions de secondes après la fin de l'impulsion et qui empêchent alors l'écoute
de l'écho. Enfin pour adapter l'impédance acoustique de la sonde à celle du patient on recouvre la
face avant du cristal par une couche de matière plastique dont la forme, nous le verrons par la suite,
permet la focalisation du faisceau (lentille acoustique de focalisation).
cable coaxial
matériauamortisseur
cristalpiézoéléctrique
éléctrodes
boitier à la
masse
adaptation et focalisation
La sonde à multiéléments: "n" cristaux piézoéléctriques (n = 100 par exemple) de forme
rectangulaire sont accolés pour former une barette. Leur nombre est élévé, jusqu'à une centaine
d'éléments, mais le reste de la structure globale de ces sondes est analogue à la sonde monocristal
comme le montre la figure ci dessous.
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cristal 1 cristal "n"
vue de dessus
vue de côté
matériau amortisseur
adaptation d'impédance
multi cristaux
Il existe plusieurs sortes de combinaisons possibles de multiéléments, que nous verrons par la
suite à partir de cette description générale.
6) Les caractéristiques du champ du faisceau ultrasonore
Le champ du faisceau d'ultrasons émis par une sonde correspond à la distribution spatiale de
l'énergie ultrasonore émise dans la direction du tir ou direction de propagation des ultrasons. Les
champs ultrasonores sont directionnels, c'est à dire que l'énergie est concentrée dans une direction
perpendiculaire à la surface du cristal. Le champ ultrasonore est divisé en deux régions:
- le champ proche ou zone de Fresnel
- le champ lointain ou zone de Frauenhofer
Le champ proche est décrit par un faisceau étroit dont la section est celle de la sonde et dont
la longueur dépend à la fois des dimensions du cristal (diamètre D dans le cas d'un élément) et de la
longeur d'onde l des ultrasons émis. Le rôle de ce faisceau étroit est de permettre une bonne
résolution spatiale des structures echographiées. Par contre la zone de champ lointain, qui fait suite
au champ proche, correspond à un faisceau divergent qui n'est évidemment pas favorable à
l'imagerie échographique. Ces différentes notions sont illustrées sur la figure ci dessous.
champ proche champ lointain
sonde D? / 4
sin = 1,22 ( / D)
distance en longueurs d'ondes depuis la sonde50 100 200
1
intensité
relative
(a)
(b)
ultrasonore
D
Définitions des champs proche et lointain et de la variation de l'intensité ultrasonore
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L'angle de divergence du faisceau du champ lointain est . Si l'on prend à titre d'exemple une
monosonde de diamètre D = 1 cm, émettant dans l'eau des ultrasons de fréquence 2 MHz ( l = 0,77
mm), la longueur du champ proche est de 33 mm, et l'angle = 5,4°, (voir formules figure ci dessus
(a)). On observe aussi (b), que la distribution spatiale de l'énergie ultrasonore n'est pas uniforme
tout le long du champ proche. Plus on s'éloigne de la sonde, plus l'intensité sera uniforme
correspondant à une meilleure qualité de résolution. Par conséquent la meilleure zone de champ
utile pour l'échographie est la fin de la zone de champ proche (zone de Fresnel), mais la localisation
en profondeur de cette région est étroitement liée aux caractéristiques de la sonde (dimensions et
fréquence des ultrasons).
7) La résolution spatiale
On distingue la résolution spatiale en profondeur et la résolution spatiale latérale.Nous
prendrons comme exemple celui d' une monosonde équipée d'un cristal piézoéléctrique de section
circulaire.
- la résolution spatiale en profondeur (importance de l'amortissement) : elle correspond à la
plus petite distance séparable dans l'axe du tir ultrasonore. Le diagramme suivant montre comment
à l'aide de la figure des échos réfléchis par deux petits objets (deux fils métalliques dans l'eau) on
peut séparer les images ultrasonores des deux objets.
sonde
eau
filsmétalliques
écho 1 écho 2
résolution médiocre
bonne résolution
1
2(1 & 2)
écho d'une sonde mal amortie écho d'une sonde bien amortie
absence de résolution
Une sonde mal amortie (vibrations parasites du cristal, échos parasites du boitier) n'est pas
adaptée à une bonne résolution en profondeur, car l'écho du fil 2 arriverai pendant l'écoute des
échos parasites déclenchés dans la sonde par l'écho du fil 1. La résolution axiale est influencée par
deux paramètres, la longueur d'onde des ultrasons et la durée de l'impulsion ultrasonore. La
longueur d'onde constitue la limite absolue (dans le domaine biomédical elle est comprise entre 0,5
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et 1,5 mm), on remarque que la résolution est meilleure pour les hautes fréquences (plus courte
longueur d'onde) mais l'atténuation est malheureusement aussi plus importante dans ce cas.
- la résolution spatiale latérale (importance de la forme du faisceau):C'est la capacité de
séparer ou distinguer deux objets dans un plan perpendiculaire à la direction du tir ultrasonore. La
figure suivante illustre la résolution latérale.
faisceau largemauvaise résolution
faisceau étroitbonne résolution
largeur du faisceau
eau
fils 1&2
sonde déplacée latéralement
échos 1 & 2
écho 1 ou 2
Si la largeur du faisceau ultrasonore est trop importante, les deux fils métalliques donneront
un seul écho ce qui ne permettra pas de séparer les deux objets. Par contre, si le faisceau est
suffisamment étroit devant la distance séparant les fils, chacun d'entre eux donnera lieu à un écho
lorsque la sonde sera déplacée latéralement. On conçoit dès lors que la résolution latérale est
fonction des dimensions latérales du faisceau. Celles ci sont dépendantes de la fréquence des
ultrasons, de la géométrie du cristal et de la distance ou profondeur à laquelle on veut analyser la
résolution latérale. Afin d'améliorer la résolution latérale on a développé la focalisation du faisceau
ultrasonore.
8) La focalisation du faisceau
La focalisation est la concentration de l'intensité ultrasonore sur un point focal théorique situé
en profondeur. On distingue deux types de focalisations.
- la focalisation fixe:elle est l'apanage des sondes monocristal, et on la réalise par le biais de
lentilles dites acoustiques (en matériau plastique d'impédance acoustique appropriée). La forme de
ces lentilles est analogue à celle des lentilles optiques destinées à faire converger la lumière. La
lentille acoustique est directement placée sur la face avant du cristal piézoéléctrique. C'est la région
la plus éloignée du champ proche qui est la zone ou l'on recherche la focalisation du faisceau.
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- 16 -
point focalthéorique
lentilleconvergente
lentilleplan-convexe
cristal
Cette figure montre deux associations possibles du couple cristal-lentille permettant la
convergence du faisceau en un "point" focal
Le "point" focal est théorique. Il est plus précis de parler de "zone focale" de dimensions l et d
à la distance focale L de la sonde comme le montre la figure ci dessous.
L
d
l
D
La focalisation dynamique éléctronique: elle est l'apanage des sondes à multiéléments. Il
s'agit de pondérer l'amplitude ou le délai des impulsions à l'émission et/ou à la reception. On utilise
pour cela des lignes à retard qui sont des dispositifs éléctroniques permettant de décaler dans le
temps et de proche en proche l'émission des impulsions ou la réception des échos, voir la figure
suivante:
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- 17 -
multiéléments lignes à retard
impulsions
focalisation focalisation
déviation
(a) (b)
(c)(d)
faisceau U.S
Exemples de focalisation dynamique par délai variable à l'émission : (a) pas de déviation du
faisceau, (b) déviation, (c) focalisation à courte distance, (d) focalisation à plus grande distance
En utilisant des délais variables en réception, on réalise la focalisation dynamique en
poursuite, qui, permet de focaliser en continu sur la zone d'où proviennent les échos et d'obtenir une
image nette à toutes les profondeurs.
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- 18 -
CHAPITRE 3 : Méthodes d'imagerie ultrasonore (échographie)
Il existe différentes modalités de visualisation de l'image échographique. La représentation des
images peut être le résultat d'une modulation d'amplitude des échos (échographie
monodimensionnelle ou mode A), ou bien le résultat d'une modulation de l'intensité (ou de la
brillance) du spot échographique (mode B ou image bidimensionnelle). Une classification plus
détaillée est donnée par la figure ci dessous, en particulier pour les subdivisions du mode B.
mode Amodulationd'amplitude
monodimensionnel
monodimensionnel
bidimensionnel
mode Bmodulation de brillance
mode T-Mtemps -mouvement
statique
temps réel
mécanique
éléctronique
sondes rotatives
cristal oscillant
miroir oscillant
sonde annulaire
barette linéaire
"phased array"
(sectoriel,parallèle)
(sectoriel)
(sectoriel)
(sectoriel)
(parallèle)
mode C
écho -
tomographie
à balayage
(abandonné)
3 - D
schéma des différents modes échographiques
1) Le mode A
Les amplitudes des échos (provenant d'une seule ligne de tir ultrasonore, imagerie
monodimensionnelle) modulent la déflection verticale de l'écran et sont affichés en fonction du
temps (déflection horizontale). Le temps est proportionnel à la distance (profondeur), car le temps
mis par un écho pour revenir de la profondeur dépend de la distance et de la vitesse des ultrasons.
Le mode A est donc un mode temps (ou distance) - amplitude. La figure ci dessous illustre le mode
A.
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- 19 -
distance
peau graisse organe muscle
amplitudesdes échos
temps
sonde
représentation du mode A
2) Le mode B
En représentation dite mode B, ce sont les amplitude des échos qui modulent la brillance du
spot de l'écran. Le mode B est à la base de l'imagerie bidimensionnelle et du mode TM (time
motion). Le mode B bidimensionnel est obtenu par le déplacement (manuel ou automatique) de la
sonde le long du plan de coupe (plans sagittal, axial ou intermédiaire). Le principe du mode B est
illustré ci dessous.
mode A
mode B
amplitude
des échos
brillancedu spot
sonde
organe
imagesurl'écran
plan de coupe
sur l'écran
Illustration du mode B
3) Le mode T-M (temps mouvement)
Le mode T-M permet de suivre le mouvement des organes en rajoutant au mode B
monodimensionnel (une seule ligne de tir) un balayage temporel. On verra donc défiler sur l'écran
le déplacement des spots plus ou moins intenses (représentant les échos) des structures tissulaires
organiques mobiles que traverse la ligne de tir ultrasonore.
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- 20 -
mode B mode T-M
temps
VG
OG
VDS
M
AO
sonde
échos successifs
Cet exemple démontre le mode T-M. La ligne de tir ultrasonore passe par les structures
mobiles du coeur (VG: Ventricule Gauche, VD: Ventricule Droit, OG: Oreillette Gauche, S:
Septum, M: valves Mitrales, Ao: Aorte), le mouvement, en particulier des valves mitrales, est bien
analysé en mode T-M.
4) l'échographie en temps réel
Si, en mode B, la sonde (monocristal) est déplacée manuellement, le plan de coupe
correspond à la direction du déplacement. On remarque en premier lieu que dans ce cas la précision
est mauvaise car l'opérateur ne possède aucune certitude de rester dans la même plan lors du
balayage manuel. En second lieu la durée du balayage est plus ou moins longue et c'est la
rémanance de l'écran qui permet de "geler" l'image (dite statique) qui est alors de mauvaise qualité.
C'est pour ces raisons que le balayage manuel a été abandonné et que les sondes à balayage
automatique ont été développées. Ces sondes à balayage automatique ont permis le développement
de l'échographie dite en temps réel. Comme le montre le synoptique vu précédemment les sondes à
balayage automatique se divisent en deux familles:
les sondes mécaniques à balayage: plusieurs solutions ont été proposées qui consistent soit en
un moteur tournant ou oscillant faisant tourner ou osciller le cristal, les fenêtres d'entrées étant alors
sectorielles (ou trapezoïdales). Ou encore des solutions utilisant des miroirs réfléchissant les
ultrasons ont été employées avec soit un miroir oscillant et un cristal fixe (fenêtre d'entrée
sectorielle), soit un miroir fixe et un cristal tournant (fenêtre d'entrée parallèle). Ces sondes donnent
des images en temps réel compte tenu de la vitesse de rotation ou d'oscillation des éléments
mécaniques. Les sondes intracavitaires sont basées sur le principe d'un cristal tournant à l'extrémité
d'une sonde introduite dans la cavité à explorer. Des exemples de sondes mécaniques sont présentés
ci dessous:
champ d'exploration
moteur tournantcristal
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- 21 -
exemple de sonde intracavitaire
moteurmoteur
cristal
sectoriel sectorielchamp champ
Deux exemples de sondes à moteur tournant
miroir oscillant
secteur
cristal fixe
adapatation d'impédance
Sonde sectorielle à miroir plat oscillant et cristal émetteur fixe
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- 22 -
fenêtre parallèle
miroir parabolique fixe
cristaux
moteur rotatif
Exemple de sonde mécanique à balayage à fenêtre d'entrée parallèle (cristal tournant et
miroir parabolique fixe)
Les sondes éléctroniques:
La sonde annulaire: cette sonde permet, grace à ses cristaux en anneaux concentriques, de
faire varier la distance focale en fonction de l'excitation plus ou moins séléctive de ses différents
anneaux. Chacun des anneaux est piloté au moyen d'une ligne à retard.
point focalun seul cristal
plusieurs cristaux concentriques
distances focales variables
Exemple de sonde annulaire
La barette éléctronique linéaire:elle est constituée d'un ensemble de cristaux
parallélépipédiques accolés comme nous l'avons déja vu précédemment. La longueur de cette
barette est de l'ordre de 10 cm et elle contient plus d' une centaine d'éléments piézoéléctriques. La
focalisation est de type dynamique à lignes à retard ou fixe par lentille acoustique. La fenêtre
d'entrée est rectangulaire. L'excitation des cristaux s'éffectue par sous groupes appelés "ouverture"
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(comprenant de 8 à 32 cristaux). Tous les éléments d'une "ouverture" sont excités simultanément ce
qui correspond à une ligne de tir ultrasonore. La ligne suivante est obtenue par décalage de
l'excitation, d'un cristal par rapport à "l'ouverture" précédente, comme le montre la figure suivante.
Le balayage des lignes s'effectue ainsi de proche en proche, il est possible de construire jusqu' à 256
lignes.
"ouverture"
décalage d'un cristal
ligne de tir
ultrasonore
balayage des lignes
fenêtre rectangulaire
barette linéaire
Barette éléctronique linéaire
Barette "phased array" sectorielle: contrairement à la barette linéaire, dans la sonde "phased
array" les cristaux arrangés côte à côte sont excités individuellement, mais non simultanément. On
introduit une séquence de retards (par des lignes à retard) qui permet (selon le même principe que
pour la focalisation dynamique) de réaliser un balayage sectoriel. La focalisation s'effectue soit de
manière dynamique soit de manière fixe. La figure ci dessous compare la dynamique image (en
nombre de lignes par seconde ou cadence image) pour les deux barettes décrites:
100 images/s
+/- 45°, 30 images/s
linéaire phased array
5) Le mode C
En mode B temps réel, l'opérateur n'a accès qu'aux plans de coupes axial, sagittal et obliques.
Les plans frontaux ne peuvent être obtenus qu'avec le mode C ou d'une façon totalement différente
par reconstruction 3D à partir d'une famille de coupes axiales bidimensionnelles issues d'un mode
B. Cette dernière technique sera expliquée plus loin. Le mode C, exposé à l'aide du schéma ci
dessous, utilise un circuit de séléction qui ne retient que les échos provenant d'un plan frontal
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d'épaisseur et de profondeur choisies par l'opérateur. L'image du plan frontal retenu est alors
obtenue par translation ou balayage manuel de la barette, puis mémorisation et reconstitution des
données acquises. La limite du mode C, qui explique son faible développement, est bien sur liée au
fait qu'il est très difficile de balayer uniformément de façon manuelle. Cependant lorsque la
fabrication de matrices de cristaux piézoéléctriques sera possible la solution du mode C pourra
éventuellement être reprise pour l'obtention de coupes frontales.
sens du balayage
fenêtre rectangulaire
barette
Z1
Z2
Z1 Z2
échos reçus
circuit de séléction
temps
profondeur
Mode C, Z1 et Z2 définissent les limites en profondeur du plan frontal sélectionné, seuls les
échos provenant de l'épaisseur Z1-Z2 sont enregistrés
6) L'écho-tomographie
La reconstruction digitale tomographique en mode échographique: On réalise, à partir d'un
ensemble de transducteurs une série de tirs ultrasonores illuminant séquentiellement le plan de
coupe objet sous différents angles d'incidences. Chaque transducteur délivre à la réception un signal
échographique qui intègre les échos en provenance de tous les tissus réflecteurs et diffuseurs sur le
trajet de l'onde ultrasonore. On associe alors par sommation des lignes un "profil" échographique.
Le problème consiste à "rétro-projeter" ces profils sur le plan image d'une façon tout à fait analogue
à celle utilisée en SPECT (Single Photon Emission Computed Tomography). Cependant les images
sont affectées d'artéfacts en étoiles provenant de l'opération de rétro-projection de et qu'il convient
de filtrer (rétro-projection filtrée). Cette technique qui est encore du domaine de la recherche en
échographie médicale est illustrée ci dessous.
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transducteurs
échosdans la direction (a)
échos dans ladirection (b)
profil des échos dans
profil des échos dans
tirs ultrasonores (b)
tirs ultrasonores(a)
la direction (a)
la direction (b)
profil (a)
profil (c)
profil (b)
(A)
(B)
rétro-projection des profils sur le plan image
(A) obtention des profils échographiques par tirs successifs (a,b ..etc) se réfléchissant sur les
objets (cercles noirs); (B) opération de rétro-projection des profils (a,b,c...etc) sur le plan image
permettant de retrouver les images échographiques des objets réflecteurs.
La reconstruction digitale tomographique en transmission: Analogue dans son principe à
celui du scanner X, cette méthode vise à représenter dans le plan image une donnée quantitative
comme l'atténuation ou la célérité ultrasonore. L'hypothèse fondamentale sur laquelle repose cette
technique est que la propagation d'un faisceau d'exploration collimaté s'effectue en ligne droite.
Ceci est parfaitement justifié en rayons X mais pour les ultrasons il s'agit d'une approximation
relativement mauvaise. Pour réaliser de telles coupes tomographiques il faut disposer d'une source
d'ultrasons délivrant un faisceau collimaté et d'un detecteur d'ultrasons situé en regard de cette
source à distance fixe. L'objet d'étude est immergé dans l'eau dans laquelle le couple source /
détecteur peut se déplacer pour balayer le plan objet. Compte tenu de ces contraintes, les seuls
travaux relatifs à cette technique dans la domaine médical concernent l'imagerie du sein dont la
cartographie des célérités ultrasonores semble interessante.
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eau
sein
source
recepteurultrasonore
image de la coupe
déplacement du couple source recepteur
déplacement du niveau de la coupe
cartographie des célérités
foyer de célérité différente
Description simplifiée de la tomo échographie par transmission
7) L'échographie 3-D
La méthode que nous décrirons correspond à une solution élégante et simple. La sonde est
composée d'une barette linéaire de 128 éléments qui oscille suivant un mouvement pendulaire
réalisant ainsi une fenêtre d'entrée trapezoïdale, voir la figure ci dessous. Les plans perpendiculaires
à l'axe x sont acquis lors de ce mouvement qui dure de 3 à 5 secondes. l'ordinateur associé a
l'échographe enregistre en quelque sorte une pyramide de données constituées par les plans x. A
partir de ces informations les deux autres plans y et z sont reconstruits pratiquement en temps réel et
présentés à l'utilisateur lorsque celui ci déplace un curseur sur le plan x qu'il à retenu. Il est encore
tôt pour affirmer l'intérêt clinique de la représentation 3 D, mais il est évident que la méthode
présente plusieurs avantages comme celui d'observer des plans de coupes innaccessibles en
échographie B classique ou d'avoir la possibilité de calculer très précisémént les volumes sans faire
d'hypothèses géométriques à priori. Il est cependant évident que l'opérateur doit maintenir la sonde
immobile pendant toute la durée de l'acquisition et que les mouvements rapides d'organes mobiles
ne peuvent être suivi en temps réel par cette méthode.
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barette à 128éléments
mouvement pendulaire de la sonde
plans de coupe acquis pendantun mouvement pendulaire
plans perpendiculaires
reconstruits
fenêtre 3 D trapezoïdale
xy
z
Technique d'imagerie échographique 3 D
CHAPITRE 4 : L'instrumentation échographique
La structure éléctronique de production, d'acquisition, d'amplification et de traitement des
échos puis de visualisation et enfin d'enregistrement des images peut se résumer à l'aide d'un
diagramme regroupant toutes ces fonctions communes aux échographes et que l'on appelle
l'instrumentation.
acquisition
générateur
transducteur
pré amplification protection
traitement du signal
amplificateur
démodulateur
compressiondynamique
conversion A/D
visualisation
enregistrement
stockage
diagramme général de l'organisation d'un échographe
1) l'acquisition des signaux (échos)
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Générateur d'impulsions éléctriques:C'est un dispositif qui délivre des impulsions éléctriques
de grande amplitude (100 volts) de courte durée (0,1 s) avec une fréquence de récurrence de
l'ordre de 1 kHz. L'amplitude des impulsions doit être élevée car le rendement éléctro mécanique de
la sonde (ou transducteur) est faible (de l'ordre de 10%). La figure ci dessous décrit un circuit
élémentaire de production d'impulsions éléctriques fondé sur la charge puis la décharge d'un
condensateur:
R1
R2C
I1 I2
E
t t
temps
E E
V
impulsion
La charge exponentielle du condensateur C s'effectue avec la constante de temps R1xC
lorsque l'interupteur I1 est fermé. Puis la décharge exponentielle s'effectue avec la constante de
temps R2xC lorsque l'interupteur I1 est fermé. L'amplitude de l'impulsion délivrée est égale, au
plus, à celle de la source de tension E.
L'étage de protection:il doit protéger l'étage de préamplification et ainsi tout l'échographe si la
sonde est défectueuse et laisse passer tout ou partie des impulsions de grande amplitude du
générateur. Le principe de la protection utilise des diodes montées tête-bêche capables de limiter le
niveau de tension:
sonde pré ampli
t t
diodes
Les diodes écrêtent les amplitudes au delà d'un seuil qui dépend de leurs caractéristiques
2) Démodulation des échos
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La sonde délivre une impulsion de signal alternatif lorsqu'elle enregistre un écho ultrasonore.
Ce signal, après préamplification, est d'abord redressé puis démodulé avant d'être définitivement
amplifié. Le redressement a pour but de ne conserver qu'un signal positif, la démodulation
d'amplitude permet de ne retenir que l'enveloppe du signal. La figure suivante décrit de façon
élémentaire l'étage redresseur et l'étage de démodulation.
diode
redresseur
démodulateur
signal redressé signal démodulé
signal d'entrée
Circuit élémentaire redresseur et démodulateur
3) Amplification des échos
La fonction principale de l'étage d'amplification est d'amplifier les signaux sans les déformer
avec la particularité de chercher à compenser les effets d'atténuation des ultrasons dans les tissus.
On définit le gain G d'un amplificateur comme le rapport de la tension d'entrée sur la tension de
sortie. Différentes modalités d'amplification sont possibles et sont illustrées sur la figure suivante.
G
GG
G
temps
tempstemps
temps
(a) manuel (b) atténuation échos proches
(c) compensation absorption (d) mode (b) + (c)
(a) le gain G est constant au cours du temps mais son amplitude peut être augmentée ou
diminuée manuellement, tous les échos sont amplifiés avec le même gain; (b) les échos proches sont
éliminés et seuls les échos à partir d'une certaine profondeur sont amplifiés; (c) le gain croit avec
le temps ce qui permet d'amplifier davantage les échos provenant des structures profondes résultant
en une compensation d'absorption; (d) il s'agit de la combinaison des deux modes (b) et (c) et la
pente du gain variable peut être ajustée par l'opérateur.
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4) Compression dynamique et échelle des gris
La gamme des amplitudes des échos reçus est convertie en échelle des gris. Cependant pour
une meilleure visualisation des échos interessants, c'est à dire provenant des organes profonds que
l'on désire observer, il convient de "comprimer" plus ou moins l'échelle de gris pour offrir la plus
large gamme de niveaux pour ces échos. Cette notion est illustrée sur la figure suivante:
10 V
10 mV
100 mV
1 V
10 V
gamme d'amplitude des échos
tissu/airtissu/osgraisse/muscle
sangbruit éléctronique
placenta
foie
rein
échelle de gris
blanc
noir
Les grands échos seront comprimés vers le blanc alors que les très faibles échos seront
comprimés vers le noir et on dilatera les échos provenant des régions cliniquement utiles au moyen
de techniques dites numériques
5) Conversion analogique/numérique et compression dynamique
Un convertisseur analogique/numérique a pour fonction de transformer un signal analogique
(c'est à dire une variation continue de tension: l'écho) en une suite de valeurs discrètes numériques
qui peuvent alors faire l'objet de traitements mathématiques capables de modifier ces valeurs en
fonction des besoins (amplification, filtrage non linéaire etc..). La conversion analogique/numérique
est très schématiquement illustrée sur la figure suivante.
signal analogique
convertisseur
A/N
impulsions d'horloge
numérisation du signal
valeurs discrètes
temps
La compression dynamique utilise les valeurs numériques discrètes pour leur appliquer un
filtrage non linéaire, c'est à dire capable de dilater certaines gammes de valeurs et de comprimer
d'autres gammes. Cette notion est décrite à l'aide de la figure suivante:
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signal d'entrée
signal de sortie
(a)(b)
(c)
(d)
Exemples de filtres de compression, (a) : logarithmique, (b) : compression des extrêmes, (c) :
dilatation des extrêmes, (d) : linéaire
6) Facteurs de qualité de l'image
Nous nous limiterons ici aux images échographiques obtenues en temps réel. La principale
tâche de l'observateur est de détecter et de reconnaitre les éventuelles anomalies échographiques des
structures anatomiques étudiées. Les facteurs qui sont susceptibles d'affecter la qualité de l'image
échographique sont donc essentiels. Ils peuvent se diviser en deux catégories.
Les facteurs subjectifs: l'ensemble des réactions personnelles de l'observateur face a l'image
comme par exemple: l'interprétation correcte du plan de coupe, la reconnaissance des structures
normales et anormales, la reconnaisance des mouvements induits (dus à la respiration, la toux, les
changements posturaux..) et des mouvements naturels (mouvements cardiaques, péristaltiques,
foetaux ...), la discrimination des artéfacts.
Les facteurs objectifs:
a) la résolution spatiale: latérale et axiale; elle est reliée à la fréquence des ultrasons, à la
durée des impulsions et à la focalisation (mécanique fixe ou éléctronique) comme nous l'avons vu
précédemment. Mais il faut aussi tenir compte de la densité des lignes de tir ultrasonores (parallèles
ou divergentes suivant le type de sonde mécanique à balayage ou linéaire éléctronique). Le nombre
de lignes de tir est lié à la cadence image (nombre d'images par seconde). Plus le nombre de lignes
est élevé meilleure est la résolution latérale. Cette notion est illustrée ci dessous:
(a) (b)
(a) le nombre de lignes est insuffisant, (b) le nombre de lignes est plus élevé ce qui permet une
meilleure résolution spatiale latérale
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La vitesse des ultrasons est en moyenne de 1540 m/s (valeur dans l'eau), donc 1 cm de tissu
est parcouru (aller et retour) en 13 s. Si l'on recherche une profondeur de pénétration de D cm, il
lui correspond un temps de transit des ultrasons de 13xD s, si N lignes de tir sont requises alors le
temps correspondant pour la formation d'une image est de 13xDxN s. La cadence image est
définie par la relation suivante: R = 1/(13xNxD s) ou encore: RxDxN = V/2
avec R: cadence maximum image en (sec)-1
D: profondeur du champ en m
N: nombre de lignes de l'image
V: vitesse des ultrasons en m/s
Cette relation se traduit par une famille de courbes qui permet de définir les limites de la
cadence image et du nombre de lignes en fonction du type de sonde à balayage comme sur la figure
ci dessous:
5
10
15
20
25
50 100 250
nombre de lignes
profondeur en cm
30/s
60/s120/s
30
mécanique
éléctronique
La cadence image de 30/s autorise 250 lignes de tirs ultrasonores par image. Les cadences
plus élévées sont réservées aux sondes éléctroniques mais avec un nombre de lignes moindre.
b) la qualité du contraste ou résolution en contraste, dépend de la compression dynamique
que nous avons abordée plus haut. Ainsi l'échelle de gris peut et doit être adaptée en fonction des
impératifs cliniques.
c) la résolution dynamique est la capacité à suivre les organes en mouvement, elle dépend
bien sur de la cadence image.
d) le bruit qui correspond à des signaux qui ne contiennent aucune information utile à l'image
et qui vont dégrader la qualité de cette dernière. Une partie du bruit est fonction des circuits
éléctroniques de l'échographe lui même, une autre partie dépend des phénomènes de diffusion vus
précédemment. Globalement l'ensemble du bruit peut ici être considéré comme aléatoire et on peut
le réduire par une opération de moyennage des images
e) les artéfacts correspondent à des images qui sont artificielles et non représentatives d'une
structure anatomique. Il existe trois principales causes d'artéfacts: causes physiques ( réflexions
multiples par exemple), facteurs liés à l'instrumentation (mauvaise compensation de gain par
exemple), facteurs liés à l'opérateur (déplacement trop rapide de la sonde par exemple). Parmi les
artéfacts physiques on citera les réflexions multiples illustrées ci dessous:
ENSPS (ISPV) Ultrasons et Echographie. (Professeur Constantinesco) -----------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------
- 33 -
sonde
couches parallèlesréflechissantes
images multiples
Par suite des allers et retours multiples entre les interfaces parallèles, les échos sont décalés
dans le temps et correspondent à des images parallèles décalées, de brillance de plus en plus
atténuée (l'amplitude des échos multiples est atténuée par l'absorption).
les réflexions parasites dépendent quand à elles de l'existence de régions réfléchissantes en
dehors de l'axe du faisceau (mais dans le même plan) et faisant un angle avec lui et capables alors
de renvoyer un écho parasite qui arrivant en retard se traduira par une image supplémentaire
semblant venir de régions plus profondes, ce qui peut entrainer des erreurs de rapports anatomiques
comme cela est illustré ci dessous:
sonde
réflecteur 1
réflecteur 2
images
1 2
Echos parasites provenant d' autres régions que celles situées dans l'axe du faisceau
ultrasonore
De la même manière que précédemment le faisceau ultrasonore possède une certaine largeur
( l'épaisseur de coupe d' une barette linéaire par exemple ) et ce plan de coupe peut rencontrer un
organe dont l'interface est incliné. Par conséquent deux points de cet interface renverront deux
échos qui seront déphasés dans le temps et donneront deux images de la même structure pouvant
entrainer des erreurs d'interprétation, voir figure ci dessous:
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- 34 -
barette linéaire
interface incliné
(a)
(b)
épaisseur de coupe
Les trajets des ultrasons (a) et (b) sont différents, ce qui va provoquer un déphasage des
temps de transit des ultrasons et par conséquent des images doubles alors que l'interface est unique
CHAPITRE 5: Les effets biologiques des ultrasons
Les mécanismes complets des effets biologiques de l'absorption des ultrasons par les tissus
humains ou animaux ne sont pas encore complètement élucidés. Les ultrasons absorbés par les
tissus peuvent donner lieu à trois principaux effets:
1) les effets thermiques
l'absorption des ultrasons produit une élévation de température du milieu absorbant. Cette
augmentation de température est due à la viscosité du milieu qui est à l'origine de forces de
frottement à l'echelle moléculaire. Ces forces sont dissipatives et l'énergie consommée se dégrade
en chaleur. En général l'élévation de température croit de façon régulière jusqu'à un plateau qui
traduit un équilibre thermique correspondant à la dissipation de la chaleur dans les milieux intra et
extra cellulaires. Pour les intensités ultrasonores utilisées en échographie cela correspond à une
élévation de 1° à 2° C si l'on estime la durée de l'examen à 10 minutes, ce qui est tout à fait
négligeable. Les paramètres les plus importants qui interviennent dans ce processus sont les
suivants: l'intensité acoustique, la focalisation, les caractéristiques tissulaires (viscosité, chaleur
spécifique), la durée de l'examen.
2) La cavitation
Sous certaines conditions le faisceau ultrasonore peut développer des cavités ou bulles dans le
milieu traversé. Pour cela il est nécessaire que des molécules de gaz ou de vapeur soient présentes
dans le milieu. La cavitation est un phénomènre complexe qui inclue la formation des cavités mais
aussi leur implosion. On distingue deux cas: (i) la cavitation stable: les cavités se forment sous
l'effet de la pression acoustique en général oscillatoire mais d'une intensité relativement faible, et
l'on observe des microécoulements en périphérie des cavités. Dans la gamme de 1 à 4 MHz cet effet
peut se produire au delà du seuil de 1 W/cm . (ii) la cavitation transitoire ou implosive: c'est un
effet plus violent qui n'existe que pour des intensités élevées (bien au delà des valeurs utilisées en
échographie diagnostique). L'implosion des cavités gazeuses sous l'action du champ ultrasonore
peut avoir des effets secondaires comme des ondes de choc entrainant la dégradation de certaines
macromolécules, des élévations importantes de température, des modifications de réactions
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chimiques existantes ou l'initiation de nouvelles réactions (analogue aux radiations ionisantes) ou
même de la sonoluminescence (émission de lumière).
3) les effets directs
Le terme de "direct" correspond à notre ignorance des étapes intermédiaires entre le stimulus
appliqué (l'onde ultrasonore) et les effets observés. Les effets directs peuvent produire la rupture de
macromolécules jusqu'à la rupture de l'ADN, et l'accélération de réactions chimiques comme le
ferait une enzyme. On a aussi observé in vitro des modifications des charges éléctriques à la surface
de cellules soumises à des champs ultrasonores.
4) Les ultrasons sont ils dangereux?
A partir du moment ou l'on sait que au dela d'un seuil d'intensité donné, et pour des durées
d'exposition ultrasonore longues, des effets biologiques sont possibles ( effets thermiques modérés,
probablement pas d'effets de cavitation, éventuellement risques d'effets directs?) le problème est de
définir le seuil d'intensité des ultrasons ainsi que les durées d'application en échographie clinique
afin de se situer vraisemblablement loin de ces risques potentiels. Le problème est cependant
complexe, du moins en théorie, car les modèles cellulaires in vitro ou les modèles animaux ne
reflètent qu'imparfaitement la realité clinique et l'extrapolation des résultats de ces modèles à
l'homme est pratiquement impossible. Par ailleurs même en connaissant les effets possibles aux
fortes intensités il n'est pas possible de prévoir, chez l'homme, quelles conséquences peuvent avoir
les expositions ultrasonores de faible intensité. L'association Américaine AUIM (American Institute
of Ultrasound in Medicine) après une revue extensive de la littérature a recommandé dès 1978 un
seuil d'intensité de 100 mW/cm : "In the low megahertz frequency range there have been no
demonstrated significant biological effects of ultrasound in mammalian tissues exposed in vivo to
intensities below 100 mW/cm ".
Par ailleurs pour des durées d'exposition ultrasonores continues comprises entre 1 et 300
secondes aucun effet particulier n'a pu être observé lorsque le produit de l'intensité et de la durée
d'exposition est inférieur à 50 joules/cm . L'intensité retenue dans ce cas est la moyenne temporelle
du maximum spatial (SPTA).
Pour bien comprendre ces notions energétiques il convient de rappeler quelques définitions.
- la puissance acoustique est égale à la quantité d'energie produite par unité de temps.
- la puissance est de 1 Watt (W) si 1 Joule (J) d'energie est produit par seconde.
- 1 Joule est égal à 0,239 Calories (Cal).
- 1 Calorie est la quantité de chaleur nécéssaire pour augmenter de 1 degré Celsius la
température de 1 gramme (c'est à dire de 1 cm cube) d'eau.
- si l'emission ultrasonore est en mode pulsé, la puissance est variable dans le temps.
- la puissance moyenne est la puissance maximale émise lors de l'impulsion moyennée sur un
cycle(SPTA): puissance moyenne = (puissance max.)x(facteur de cycle). Par exemple la
puissance maximale de l'impulsion de certains échographes est de 10 W et le facteur de cycle est de
0,0005, dans ce cas la puissance moyenne est de 0,005 W (soit 5mW).
- il existe 4 définitions possibles de l'intensité ultrasonore en mode pulsé:
SATA (spatial average-temporal average): c'est la plus fréquemment
mesurée et fournie par les constructeurs. Elle est en général mesurée experimentalement à l'aide
d'un calorimètre et d'un modèle (eau) puis divisée par la surface de la sonde.
SATP (spatial average-temporal peak) = SATA/(facteur de cycle)
SPTA (spatial peak-temporal average) = SATAx(SP/SA) ou SP est le
maximum de l'impulsion et SA la moyenne de l'intensité émise par unité de temps.
SPTP (spatial peak-temporal peak) = (SATA)x(SP/SA)/(facteur de cycle)
Supposons par exemple que SATA = 3mW/cm , que le facteur de cycle est 0,001 et que le
rapport SP/SA = 3. ALors SATA = 3 mW/cm , SATP = 3 W/cm , SPTA = 9 mw/cm , SPTP = 9
W/cm .
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SPTP
SATP
SPTA
SATA
intensité
temps
Définitions des fifférentes intensités en fonction du temps
0,1
1
10
100
100 1000 10000
secondes
intensité W/cm? (SPTA)
50 J/cm?
100 mW/cm?
Courbe seuil indiquant les limites des intensités ultrasonores utilisées en échographie
Il ne semble pas exister , depuis les débuts de l'échographie clinique, d'études prouvant de
façon statistiquement correcte une quelconque corrélation entre des anomalies à la naissance par
rapport à l'emploi des ultrasons à titre diagnostic pendant la grossesse. Cependant il faut rappeler
que ces études qui devraient porter sur de larges échantillons de la population ne peuvent se
dérouler que sur plusieurs années et qu'il faudrait tenir compte de l'évolution des matériels dans ce
cas. Par ailleurs si tous les utilisateurs admettent aujourd'hui l'innocuité des ultrasons en imagerie
échographique classique, il convient d'être plus réservé lorsque l'on se refère à l'utilisation de l'effet
DOPPLER pour lequel les niveaux d'intensité sont plus élevés. Il n'en reste pas moins que les
constructeurs d'appareils échographiques se doivent de diminuer au mieux les niveaux d'intensités
de leurs appareils et il serait souhaitable que des indicateurs d'émission de puissance ultrasonore
soient placés sur ces machines.
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CHAPITRE 6: L'imagerie échographique des flux vasculaires: Le DOPPLER continu le
DOPPLER pulsé et couleur, le CVI (Color Velocity Imaging), les produits de contraste et
l'imagerie harmonique
1) L'effet DOPPLER
L'effet DOPPLER correspond à la variation de la fréquence apparente du son perçu par un
observateur lorsque la source sonore et l'observateur se déplacent l'un par rapport à l'autre. La
variation de fréquence est proportionnelle à la vitesse relative entre la source et l'observateur.
L'utilisation de l'effet DOPPLER en échographie permet de mesurer la vitesse d'éléménts
anatomiques mobiles, en particulier les globules rouges et par conséquent d'apprécier la vitesse des
écoulements sanguins. On peut comprendre l'effet DOPPLER si l'on comprend qu'il y a
compression ou dilatation des ondes ultrasonores voyageant entre la source et l'observateur lorsque
la distance ( correspondant à un certain nombre de longueurs d'ondes) varie en fonction de la vitesse
relative entre la source et l'observateur, voir figure ci dessous.
source au repos
observateur au repos
onde sonore de célérité V
source en mouvement vers l'observateur (vitesse V1)
observateur au repos
onde sonore de célérité V
1
(a)
(b)
Dans cet exemple les ondes sonores sont comprimées lorsque la source se déplace vers
l'observateur (b) et par conséquent la longueur d'onde (au repos (a)) diminue et devient 1, donc
la fréquence sonore perçue par l'observateur augmente.
Il est possible de calculer le décalage f de fréquence DOPPLER en fonction des paramètres
caractéristiques de la célérité de la source d'ondes ultrasonores et de la vitesse relative source
observateur (que l'on appelle aussi cible). Cette relation générale est décrite à l'aide de la figure
suivante:
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90°
sonde ultrasonore
direction de l'écoulement
C :vitesse du flux sanguin
émettant une onde de célérité Vet de fréquence f0
On considère ici la reflexion des ondes ultrasonores par les hématies du flux sanguin dont la
direction est précisée.Le décalage DOPPLER par rapport à la fréquence f0 est:
f = f-f0 = [2(C.cos ).f0]/(V)
On remarque que si l'angle est égal à 90° il n'y a pas de décalage DOPPLER. D'autre part la
précision de la mesure de la vitesse C de l'écoulement sanguin dépend de la précision de l'angle de
tir . La relation précédente permet , en mesurant le décalage DOPPLER, d'obtenir la vitesse du
flux sanguin: C = f.V/(2f0.cos ) = K. f qui représente l'équation d'une droite illustrée ci
dessous:
C
+
-
- +
fK
La relation entre la vitesse du flux et le décalage DOPPLER est linéaire.Les flux "négatifs"
c'est à dire de sens contraire, seront détectés par un décalage de fréquence "négatif" par rapport à la
fréquence d'émission c'est à dire : - f = f0 - f, le signe du décalage donne la direction de
l'écoulement. Il existe deux modes de fonctionnement des sondes à effet DOPPLER en échographie,
le premier est dit continu et le second pulsé.
a) Le DOPPLER continu
Les sondes DOPPLER continues utilisent deux transducteurs ultrasonores, l'un émetteur et
l'autre récepteur, qui fonctionnent en mode continu. De par sa nature cette méthode est capable de
mesurer des décalages DOPPLER élevés qui correspondent à des vitesses de flux sanguins très
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élevées (de l'ordre de 4 m/s!). Le DOPPLER continu, qui est illustré ci dessous, possède cependant
un inconvénient important : il n'est pas séléctif en profondeur à cause de l'emission et de la
réception continues des ultrasons.
f
f0peau
émetteur
récepteur
sonde
vaisseau
12
Si il existe des réflecteurs (par exemple d'autres vaisseaux) entre la sonde et le vaisseau
sanguin que l'on souhaite analyser, le mode continu enregistrera simultanément les différents
décalages DOPPLER rencontrés par les faisceaux ce qui peut conduire à des erreurs de mesure.
b) Le DOPPLER pulsé
Dans ce cas la sonde ne possède qu'un seul élémént piezoéléctrique. Celui ci sert
alternativement d'émetteur puis de récepteur. Une porte éléctronique coordonne le délai entre
l'émission et la réception. Il est alors possible de determiner la profondeur à laquelle on désire
mesurer l'effet DOPPLER en faisant varier le délai entre l'émission et la réception puisque les échos
provenant des vaisseaux les plus profonds mettront plus de temps à arriver jusqu'à la sonde.
Cependant à cause de cette technique alternative les sondes DOPPLER pulsées ont une fréquence
d'échantillonnage qui varie avec la profondeur d'exploration ce qui limite la gamme des vitesses
décelables par cet instrument. La plupart des appareils DOPPLER pulsés sont aussi équipés d'un
analyseur de spectre qui donne une représentation graphique des décalages DOPPLER.
sonde pulsée porte éléctronique
paroi du vaisseau
paroi du vaisseau
signaux reçus
flux sanguintemps
décalage DOPPLER
spectre en temps réel
syst.
diast.
On observe que les signaux reçus dépendent de l'ouverture de la porte éléctronique qui
conditionne la profondeur d'où proviennent les échos réfléchis par les hématies en mouvement du
vaisseau à analyser, la fréquence de ces échos sera différente de la fréquence d'émission et
correspond au décalage DOPPLER.
c) Le DOPPLER couleur
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On associe en général l'imagerie en mode B au DOPPLER pulsé afin de realiser la mesure des
flux vasculaires des vaisseaux situés dans le plan de coupe. Un autre avantage de cette association
est qu'il est possible de visualiser la ligne de tir DOPPLER ce qui permet d'avoir une bonne
précision sur l'angle (voir plus haut) et donc une meilleure mesure de vitesse. Le DOPPLER
couleur est un complément visuel intéressant sur une image mode B en echelle de gris. Les
décalages DOPPLER positifs sont codés dans une gamme de couleur (bleue par exemple) alors que
les décalages DOPPLER négatifs sont codés dans une gamme de couleur différente (rouge par
exemple). L'importance des décalages est représentée dans une même couleur (bleue ou rouge) par
des teintes différentes pour donner une appréciation visuelle directe des vitesses. Il ne faut
cependant pas confondre cette coloration rouge ou bleue avec une superposition anatomique
vasculaire univoque artérielle ou veineuse, car ce que l'on code en couleurs ce sont les flux qui se
dirigent vers la sonde (en rouge par exemple) et ceux qui s'en éloignent (en bleu par exemple). Un
flux tourbillonnaire dans une cavité cardiaque par exemple donnera une image DOPPLER
composée du mélange des deux couleurs sus citées. Il faut souligner que l'imagerie DOPPLER
donne à l'échographie une dimension fonctionnelle évidente et utile au diagnostic. Mais les signaux
issus des régions vasculaires sont faibles et il faut augmenter la puissance d'émission et réaliser
plusieurs tirs DOPPLER afin d'en faire la moyenne, pour que les résultats soient interprétables. Une
plus grande puissance d'émission représente alors un risque potentiel éventuel (qu'il n'a pas été
possible de démontrer formellement in vivo). Une autre limite de la mesure DOPPLER des vitesses
est l'effet "d'aliasing" (repliement). Pour des vitesses élévées l'échantillonnage des échos, c'est à
dire le nombre de tirs ultrasonores nécéssaires à la mesure, peut devenir insuffisant ce qui entraine
que le décalage en fréquence n'est plus proportionnel à la vitesse mais correspond à une valeur plus
faible aboutissant à une erreur de mesure.
2) Le CVI (Color Velocity Imaging)
Le principe du CVI repose sur la signature échographique (ou forme des échos: amplitude et
fréquence) d'un écoulement sanguin. On réalise un premier tir ultrasonore (en mode pulsé) qui
irradie un flux sanguin. Après un délai bref T on réalise un deuxième tir, mais pendant cet intervalle
de temps les hématies se sont déplacées en raison du flux mais le deuxième écho reçu aura la même
signature tout en étant décalé dans le temps en fonction de l'importance de la vitesse du flux (ce
décalage s'appelle = temps de transit). On procède alors à une opération mathématique entre les
deux échos qui s'appelle intercorrélation. Cette opération donne une fonction (dite
d'intercorrélation) dont le maximum est justement le temps de transit des hématies du flux
sanguin dans la fenêtre échographique entre les deux tirs consécutifs ultrasonores. La vitesse du
flux sanguin est donnée par la relation: C = .V/ 2.T.cos ou V représente la célérité des ondes
ultrasonores et l'angle de tir (cette relation est indépendante de la fréquence d'émission des
ultrasons). La détection du sens de l'écoulement (et par conséquent le codage couleur
correspondant) est réalisé par l'utilisation de 2 axes de tirs ultrasonores et la comparaison du sens du
décalage temporel. La figure ci dessous illustre la méthode:
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C
ligne de tir
barette linéaire
dans une fenêtre mode B
vaisseau
écho tir 1
écho tir 2
Les avantages du CVI sur le DOPPLER sont les suivants:
- la fréquence des ultra sons n'intervient pas, or la fréquence des US varie avec la profondeur
(atténuation et diffusion),
- peu de tirs par ligne sont suffisants ce qui autorise une cadence image élevée (pas
d'aliasing),
(avec le CVI 4 à 5 tirs sont suffisants pour avoir une bonne information sur la vitesse
alors qu'avec le DOPPLER il faut 15 à 20 tirs)
- les impulsions ultrasonores sont courtes d'ou une meilleure résolution axiale et donc une
meilleure précision sur la mesure des vitesses,
- la puissance d'émission des ultrasons est réduite.
3) Les produits de contraste en échographie
Les premiers essais de produits de contraste échographique ont été entrepris dès 1968. Les
produits de contraste sont fondés sur l'utilisation de microbulles ou de microsphères de quelques
microns à quelques dizaine de microns capables de réfléchir les ultrasons. Les améliorations du
contraste que l'on peut obtenir varient de 10 à 35 dB. Ces microbulles ou microsphères sont
administrées par voie veineuse (ou éventuellement artérielle et même par voie orale) et visent
essentiellement à renforcer l'échogénicité du sang et des tissus. Cependant d'autres utilisations sont
possibles comme nous le détaillerons par la suite. La liste des produits de contraste donnée à la suite
n'est pas exhaustive mais démontre l'effort technique entrepris dans cette nouvelle voie de
l'imagerie échographique.
- Echovist : microsphères en galactose, qui ont été employées en injection intra artérielle et en
intraveineuse pour les cavités droite du coeur
- Levovist : microsphères de galactose et d'acide palmitique (amélioration de l'échogénicité de la
paroi de la bulle)
- Cavisome : microbulles gazeuses à parois en cyanoacrylate (foie, rate, lymphatiques)
- Albunex : microbulles obtenues par cavitation de solutions d'albumine: 3 à 5 de diamètre
- FSO-69 et Oralex : microsphères à base d'une enveloppe proteique
- Imagent , SonoRx , Echogen ...
Ces produits ont un impact essentiel sur la visualisation des écoulements sanguins des petits
vaisseaux et probablement sur la possibilité d'analyse de la perfusion tissulaire lorsqu'ils sont
utilisés conjointement avec l'imagerie "harmonique".
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4) L'imagerie harmonique
L'imagerie harmonique repose sur le comportement mécanique d'une microbulle ou d'une
microsphère soumise à un champ ultrasonore. Le mouvement oscillatoire de la microbulle ou de la
microsphère est asymétrique et engendre deux fréquences de résonance. La première correspond à
la fréquence (f) de la sollicitation ultrasonore et la seconde est le double (2f) de la fréquence de
sollicitation.
oscillations à 3 MHz des microbulles
d'un agent de contraste échographique
3 6
MHz
55
43
amplitude du signal
en dBreflexion à la même fréquence
émission harmonique
fréquence double
Expérience mettant en évidence l'existence d'une fréquence "harmonique" liée au mouvement d'une
microbulle dans un champ ultrasonore
Le dessin ci dessous illustre le mécanisme d'oscillation asymétrique d'une microbulle dans un
champ ultrasonore de 3 MHz. Le pic à 6 MHz possède une intensité suffisante pour être détécté.
3 MHz
microbulle
=
oscillations
asymétriques
= 2 fréquences
3 MHz 6 MHz
En mode imagerie il suffit de se caler sur la fréquence US de 6 MHz (dans notre exemple) pour
n'enregistrer que les signaux provenant des microbulles. Pour cela la sonde (barette) doit être à large
bande c'est à dire émettre à 3 MHz et recevoir à 6 MHz. Un avantage particulier de cette technique
doit être souligné. Le bruit du diffusé est à 3 MHz et en "écoutant" à 6 MHz on réalise un filtrage
très efficace du diffusé ce qui renforce franchement les contrastes provenant des zones de faible
émission.
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BARETTE US (large bande)
3 MHz6 MHz
3 MHz
3 MHz
tissu
micro vaisseau
6 MHz
6 MHz
microbulles
ECHOGRAPHIE HARMONIQUE
Dans cet exemple les microbulles administréées en IV et circulant dans les microvaisseaux
émettront un signal harmonique à 6 MHz. La sonde n'enregistrera que ce signal donnant lieu à
l'imagerie des très faibles vitesses circulatoires qui ne sont pas visibles en DOPPLER en raison de
la faible résolution spatiale
D'autre applications des agents de contraste US sont envisageables. Elles concernent la
"différenciation tissulaire". On peut imaginer des agents de contraste spécifiques de certains tissus
(se concentrant dans ces tissus par phagocytose par exemple ou par d'autres mécanismes) dont le
contraste se trouvera renforcé par les échos provenant de ces microsphères. Enfin il existe des
perspectives thérapeutiques dès lors que l'on imagine que ces agents de contraste spécifiques
pourraient se concentrer dans certaines tumeurs, il seraient possible, si leurs qualités physiques sont
appropriées, de leur faire absorber un faisceau US (guidé par écho B) et de détruire les cellules
tumorales par effet thermique.
On peut encore signaler une extension de l'imagerie "harmonique" appelée Native Tissue Harmonic
Imaging consistant à irradier par un champ ultrasonore de basse fréquence (qui est moins absorbé
par les tissus) et à n'écouter que la fréquence "harmonique". Cette technique pourrait permettre
d'améliorer l'échographie de patients"non-ou peu-échogènes".